CN108135524A - 脑波测量用电极 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种脑波测量用电极(10)，其包括由弹性体构成的基材(12)和形成在所述基材(12)的结构体，其特征在于，所述基材(12)包括支撑部(14)和突出形成于所述支撑部(14)的一表面并能够弹性变形的倾动部(16)，在所述倾动部(16)的表面形成有所述结构体，所述结构体包括多个纳米碳材料，所述多个纳米碳材料形成彼此连接的网状结构的同时固定在所述基材(12)。

Description

脑波测量用电极

技术领域

本发明涉及一种脑波测量用电极。

背景技术

作为现有的脑波测量用电极，普遍使用在受检者的头皮和电极之间插入导电膏的类型。导电膏除了降低头皮和电极之间的接触阻抗之外，具有固定测量部位位置的作用，但是由于在测量之后需要将其移除，因此带来作业的麻烦。

因此，近年来，开发了一种不使用导电膏就能够确保低接触阻抗的电极(干电极)。作为干电极，例如提出了安装在发带上使用的多引脚型干电极(例如，非专利文献1)和安装在头罩上的多引脚型干电极(例如，非专利文献2)。在这些干电极中，多引脚由硬质金属构成。

另外，为了减轻受检者的负担，提出了在由橡胶构成的突出部的前端设置由金属构成的接触部的脑波测量用电极(例如，专利文献1)，或者通过使用金属弹簧，能够使由金属制造的球状的前端部伸缩、摆动、旋转的脑波测量用电极(例如，专利文献2)。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：特开2013-111361号公报

专利文献2：特开2013-240485号公报

非专利文献

非专利文献1：本田学，战略创造调查推进事业CREST，调查领域“先进的综合传感技术”，调查课题“创造大脑安全的信息环境的基于可穿戴的脑功能综合传感系统”

非专利文献2：由g-tec公司制造的活性干电极“g.SAHARA”，网址＜URL：

http://www.gtec.at/Products/Electrodes-and-Sensors/g.SAHARA-Specs-Features＞

发明内容

发明要解决的技术课题

但是，所述非专利文献1和2的电极具有这样的问题，即由于多引脚由硬质金属构成，因此受检者感到不舒服而给头皮带来较大负担。

在专利文献1的电极中，由于为了对由橡胶构成的突出部赋予期望的导电性而混合大量的导电性材料，因此橡胶固有的柔软性和缓冲性降低而变硬。当硬质的突出部和头皮接触时会使受检者感到疼痛，并且与头皮的紧贴性差，使得难以精确地测量脑波。另外，当使用昂贵的导电性材料时，不能抑制制造成本。

在专利文献2的电极中，由于结构的复杂性，在接触点处发生导通不良，由此可能会发生无法良好地进行脑波测量的情况。另外，由于结构复杂，制造成本高，不适合批量生产。

在脑波测量中，由于头发的阻碍而阻抗值上升，因此在头发部中不能得到精确的结果。如果能够尽可能地减少头发的影响，则在头发部也可以提高脑波测量的精度。

因此，本发明的目的在于提供一种脑波测量用电极，其不使用导电膏就能够充分确保与头皮接触的导通，减轻受检者的负担，即使在头发部也能够高精度地测量脑波。

为解决技术课题的技术方案

根据本发明的脑波测量用电极，包括由弹性体构成的基材和形成在所述基材的结构体，其特征在于，所述基材包括支撑部和突出形成于所述支撑部的一表面并可弹性变形的倾动部，在所述倾动部的表面形成有所述结构体，所述结构体包括多个纳米碳材料，所述多个纳米碳材料形成彼此连接的网状结构的同时固定在所述基材上。

发明的效果

根据本发明，脑波测量用电极包括由弹性体构成的基材，该基材的倾动部的前端的表面与受检者的头皮接触。通过按压支撑部使倾动部压接在头皮时，倾动部弹性变形。倾动部在侧面与头皮接触时弹性地倾动，由此挠开头发。通过这种方式，倾动部的侧面可以接触头皮而避开头发。

在基材中，在倾动部的表面形成有具有多个纳米碳材料连接的网状结构的结构体。通过使形成有结构体的倾动部的表面与头皮接触，不使用导电膏就能够使脑波测量用电极与头皮接触，即使在头发部也能够确保充分的导通，以高精度地测量脑波。由于弹性体具有柔软性和缓冲性，因此即使在被施加压力时也不会给受检者带来疼痛等不适感，可以减轻负担。

并且，倾动部沿着头皮弹性变形，并且弹性变形的倾动部的侧面与头皮接触，从而可以减轻受检者的负担，并且增加与头皮的接触面积。由于可以确保充分的接触面积，因此可以以更高的灵敏度测量脑波。

附图说明

图1是示出本实施方式的脑波测量用电极的结构的立体图。

图2是图1所示的脑波测量用电极的俯视图。

图3是图2所示的脑波测量用电极的箭头X方向的视图。

图4是说明本实施方式的脑波测量用电极的使用时的状态的图，图4A是示出按压前的状态的图，图4B是示出按压后的状态的图。

图5是说明现有的多引脚型干电极的使用时的状态的图，图5A是示出按压前的状态的图，图5B是示出按压后的状态的图。

图6是示出变形例(1)的脑波测量用电极的结构的立体图。

图7是示出变形例(2)的脑波测量用电极的结构的立体图。

图8是示出CNT浓度与体积阻抗之间的关系的图表。

图9是示出电极接触阻抗测量用的电极部件的结构的示意图。

具体实施方式

以下，将参照附图详细说明本发明的实施方式。

1.整体结构

如图1所示，脑波测量用电极10包括由弹性体构成的基材12，所述基材12包括支撑部14和突出形成于该支撑部14的一表面的倾动部16。在倾动部16的表面形成有未图示的结构体。在本实施方式中，结构体没有形成在基材12的倾动部16的内部，而是露出于表面。由于该结构体具有导电性，因此倾动部16的表面具有导电性。通过该结构体，在基材12中形成导电路径。并且，在支撑部14的与倾动部16相反的一侧的另一表面形成有连接用突起18，用于在使用时将脑波测量用电极10安装在头罩等上。

该结构体至少形成在基材12的倾动部16的表面。在支撑部14的表面和连接用突起18的表面等基材12的剩余表面也形成结构体的情况下，能够确保与倾动部16的导通。

在本实施方式中，基材12由具有柔软性和缓冲性的弹性体形成，例如由热塑性弹性体形成。更具体而言，作为热塑性弹性体，可以举出聚氨酯基热塑性弹性体(TPU)等。在基材12中，支撑部14是圆形的，并且设置在支撑部14的连接用突起18也是圆形的。

基材12可以具有适合于脑波测量的任意大小。如图2所示，例如，基材12的总长L0为15～35mm程度，从支撑部14的另一表面到倾动部16的前端17的长度L1为10～30mm程度。支撑部14的直径D0可以设定为8～20mm程度，连接用突起18的直径D1可以设定为3～10mm程度。

突出形成于支撑部14的一表面的倾动部16被配置成沿特定方向倾斜。由于倾动部16向预定方向倾斜，因此能够通过按压而朝特定方向倾斜。在本实施方式中，如图2所示，倾动部16在长度方向的中途朝向支撑部14的外侧呈放射状倾斜。

由于倾动部16由弹性体形成，因此弹性地倾动。在倾动部16弹性变形之前，仅倾动部16的前端17的表面(端面)成为与头皮接触的头皮接触面。通过倾动部16沿着头皮弹性地倾动，倾动部16的侧面也能够与头皮接触。在本实施方式中，倾动部16具有圆柱形状并且由与支撑部14相同的材料一体地形成。如图2所示，倾动部16的向外侧倾斜的部分的直径优选的是朝着前端17减小，并且倾动部16的前端17优选的是具有圆弧形状。

突出形成于支撑部14的一表面的倾动部16的数量不受特别限制，但是随着倾动部16的数量增加，可以增大头皮接触面。优选的是，多个倾动部16设置在圆周上以便弹性倾动时不会相互干涉。倾动部16的长度和直径不受特别限制。优选的是，适当地设定倾动部16的长度和直径，以使得当倾动部16接触到头皮并被按压时，通过沿着头皮弹性变形，可以确保脑波测量所需的头皮接触面。考虑到基材12的材料和倾动部16的长度等，可以适当地设定倾动部16的倾斜角度、朝向前端17的直径减小程度等。

在本实施方式中，4个倾动部16在支撑部14的一表面突出形成。如参照图2所述，由于倾动部16在长度方向的中途朝向外侧呈放射状倾斜，如图3所示，各倾动部16的前端17位于支撑部14的外缘的外侧。

在本实施方式中，未图示的结构体由纳米碳材料构成。作为纳米碳材料使用碳纳米管(以下，称为CNT)。多个CNT彼此连接以形成具有网状结构的结构体，并固定在基材12上。在此提到的连接包括物理连接(仅仅是接触)。由于CNT自身具有高导电性，因此即使在形成多个CNT的网状结构的结构体之后，也可以保持高导电性。这种具有高导电性的结构体适合作为脑波测量用电极10的导电路径。如上所述，由于本实施方式的结构体形成为在基材12的表面露出，因此导电路径也形成在表面而不是基材12内部。

具有CNT的网状结构的结构体是使用CNT的范德华力而形成，而不使用粘合剂等而形成，并且固定在基材12的倾动部16的表面。或者，具有CNT的网状结构的结构体可以通过将一般的粘合剂等以CNT的导电性未损坏的范围混合到CNT中来形成，并且固定在基材12的倾动部16的表面。无论在哪种情况下，CNT都直接附着在基材12倾动部16的表面。

尤其，在不使用粘合剂等的情况下，CNT纤维自身的表面不会被粘合剂等覆盖。因此，具有网状结构的结构体是在没有中介物的状态下通过CNT彼此连接来形成。由于CNT固有的高导电性完全不受损伤，因此在基材12形成所述结构体的脑波测量用电极10能够充分发挥CNT固有的高导电性。

CNT通过一般的电弧放电法、气相生长法、激光蒸发法等来制造。例如，可以使用通过使用包含Co、Mg等金属的催化剂，包含CO(一氧化碳)、H₂的气体作为原料的气相生长法制造的CNT。另外，CNT不仅可以使用管状的，而且也可以使用通过加热等改变形状的。

如上所述，在本实施方式中，脑波测量用电极10由具有倾动部16的基材12和至少在倾动部16的表面形成的结构体构成。基材12由弹性体构成，结构体由多个纳米碳材料构成。由于基材12和结构体均为非金属，因此在本实施方式的脑波测量用电极10中不包括金属部件。

2.制造方法

接着，说明脑波测量用电极10的制造方法。脑波测量用电极10可以通过制造包含CNT的分散液，并使用该分散液在基材12中倾动部16的至少一侧面形成结构体来制造。

在制造分散液之前，使用混合酸对CNT进行预处理。作为混合酸，例如可以使用硝酸与硫酸的1：1混合溶剂。将CNT添加到混合溶剂中，然后进行搅拌，接着照射超声波以分离和分散CNT。之后，进行减压过滤，取出CNT，并使用氨水等中和CNT表面。然后用纯水洗涤表面后，进行干燥以得到粉末状CNT。

将如上所述进行了预处理的粉末状CNT添加到溶剂中使得其浓度达到例如0.01重量％，然后照射超声波使CNT分散，得到分散液。作为溶剂，可以使用N，N-二甲基甲酰胺(DMF)、各种醇等。在该分散液中可以添加如分散剂、表面活性剂、粘合剂等适当的添加剂并使用。当将这种添加剂添加到分散液中时，这些添加剂可以涂覆CNT的纤维表面以得到更强的粘附性，但是可能妨碍CNT固有的导电性。为了确保更高的导电性，优选的是以不含上述添加剂的分散液形成具有CNT的网状结构的结构体，并且将该结构体固定在基材12上。

接着，将由弹性体构成的基材12浸渍在所述分散液中。在浸渍基材12的分散液中不含粘合剂等添加剂的情况下，通过作用于CNT和基材12之间的范德华力，在倾动部16的表面形成具有CNT的网状结构的结构体，并且进一步直接附着在倾动部16的表面。在浸渍基材12的分散液中包含粘合剂等添加剂时，除了所述范德华力以外，还可以施加有粘合剂等的力。在这种情况下，CNT将更牢固地附着在倾动部16的表面。

当在浸渍分散液之前对基材12的表面的预定区域实施预处理时，CNT可优先附着在基材12的倾动部16的表面。例如，可以对基材12的倾动部16的表面实施表面处理，以促进CNT附着在该表面。

将CNT附着在表面后，通过从分散液中提起基材12并将其进行干燥，从而使CNT附着并固定在基材12的倾动部16的表面。这样，在基材12的倾动部16的表面形成具有CNT彼此连接的网状结构的结构体。通过重复进行浸渍和干燥工序，可以得到所需厚度的结构体。

如上所述，在将基材12浸渍在分散液中时，CNT直接附着在基材12的至少倾动部16的表面，形成结构体。因此，可以容易地形成在倾动部16的表面形成结构体的脑波测量用电极10。

本实施方式的脑波测量用电极10例如通过将多个脑波测量用电极10安装在头带或头罩上，以使倾动部16的前端17与头皮接触，从而能够作为头戴式设备来使用。包括在该头戴式设备中的多个脑波测量用电极10没有必要全部具有相同的形状和大小，也可以根据需要任意地改变其形状和大小。

3.作用及效果

在如上所述构成的脑波测量用电极10中，倾动部16突出形成于支撑部14的一表面。倾动部16能够弹性变形，该倾动部16的表面成为头皮接触面。在使用脑波测量用电极10的情况下，如图4A所示，使倾动部16的前端17与头皮20接触。当倾动部16未被支撑部14按压时，倾动部16的前端17的表面(端面)成为头皮接触面24。

如图4B所示，在向脑波测量用电极10的支撑部14施加箭头A方向的力时，倾动部16被支撑部14按压而弹性地倾动。由于倾动部16在长度方向的中途朝向外侧倾斜，因此前端部17在被按压时向箭头B方向扩展。由于前端17扩展，倾动部16沿着头皮弹性变形，并且可以挠开未图示的头发。在本实施方式中，倾动部16从长度方向的中途朝向外侧呈放射状倾动，因此倾动部16的侧面的内侧部分成为头皮接触面24。由此，可以以比倾动部16被按压之前(图4A)更大的面积接触头皮。

因此，本实施方式的脑波测量用电极10中除了倾动部16的端面以外侧面也成为头皮接触面。由于倾动部16的表面形成有由包括多个CNT的结构体构成的导电路径，因此在使用本实施方式的脑波测量用电极10的情况下，头皮与导电路径接触。由此，即使在不使用导电膏的情况下也确保脑波测量用电极10和受检者的头部之间的导通，使得接触阻抗可以降低到极低的水平。结果，脑波测量用电极10可以精确地检测来自头部的微弱的电信号。

另外，具有倾动部16的基材12由弹性体构成，具有柔软性和缓冲性。由于倾动部16通过按压而弹性地倾动，因此即使倾动部16与受检者的头部接触并施加压力，受检者也不会感到不舒服。本实施方式的脑波测量用电极10可以减轻受检者的负担。

相比之下，在如图5A所示的现有的多引脚型干电极110中，在支撑部114设置有由硬质金属制成的多引脚116。在多引脚型干电极110中，多引脚116的端面成为与头皮20接触的头皮接触面124。如图5B所示，由于多引脚116由硬质金属制成，因此即使在支撑部114上施加箭头A方向的力并按压，多引脚116也不会弹性变形。当多引脚型干电极110被按压时，头皮接触面124仅仅是多引脚116的端面。并且，当由硬质金属制成的多引脚116压接在头皮20上时，受检者会感到疼痛。

由于本实施方式的脑波测量用电极10包括由具有倾动部16的弹性体构成的基材12，因此能够避免现有的多引脚型干电极110的不便。

并且，该结构体在基材12的表面露出并形成多个CNT彼此连接的网状结构。由此，脑波测量用电极10的结构体能够发挥作为CNT固有功能的导电性。在不存在粘合剂等的状态下，多个CNT彼此直接连接而形成具有网状结构的结构体的情况下，不会损害CNT固有的导电性。因此，更优选作为脑波测量用电极10。

结构体形成在基材12中至少倾动部16的表面。通过这样形成结构体，导电路径形成为在基材12的表面露出。与在基材12内部存在导电路径的情况相比，能够高效地传递测量的脑波。

在该结构体中，CNT彼此直接连接以形成网络而不使用粘合剂等，并将其固定在基材12上。由于在由CNT形成结构体并将该结构体固定在基材12时不使用粘合剂等，因此除了具有良好的导电性之外，还保持了基材12的柔性和缓冲性。因此，脑波测量用电极10整体上具有柔软性和缓冲性，因此可以减轻受检者的负担。由于该结构体存在于基材12的表面，因此可以使CNT的使用量最小化，从而还降低制造成本。

并且，本实施方式的脑波测量用电极10包括由弹性体构成的基材12和配置在基材12倾动部16表面并由纳米碳材料构成的结构体。由于不含金属部件，因此即使在头部安装本实施方式的脑波测量用电极10的情况下通过X射线计算机断层扫描(CT：ComputedTomography)或核磁共振成像法(MRI：Magnetic Resonance Imaging)来得到图像信息，也可以防止伪像的发生。因此，脑波测量用电极10能够同时获取通过X射线CT、MRI等的图像信息和通过脑波电极的脑波。

另外，由于不含金属部件，因此脑波测量用电极10也能够用于金属过敏的受检者。本实施方式的脑波测量用电极10可以是一次性的，因此卫生方面也优异。由弹性体构成的基材12可以将支撑部14和倾动部16一体成形。这样的脑波测量用电极10的批量生产性优异，并且能够降低制造成本。

4.变形例

本发明不限于上述实施方式，可以在本发明的主旨的范围内适当变更。

在所述实施方式中，已经说明了基材12由作为热塑性弹性体的聚氨酯基热塑性弹性体(TPU)形成的情况，但是本发明不限于此，基材12可以使用任意的弹性体来形成。例如，基材12可以由其他热塑性弹性体、树脂、橡胶等形成。

作为其他热塑性弹性体，例如可以举出烯烃类热塑性弹性体(TPO)、苯乙烯类热塑性弹性体、酯类热塑性弹性体(TPC)、聚酰胺类热塑性弹性体(TPAE)、及聚氯乙烯类热塑性弹性体(TPVC)等。

作为树脂，例如可以举出丙烯腈-苯乙烯(AS)树脂、丙烯腈-丁二烯(ABS)树脂、环氧树脂、四氟乙烯-乙烯共聚物(ETFE)、四氟乙烯-六氟丙烯共聚物(FEP)、六氟丙烯-乙烯共聚物(EFEP)、聚偏氟乙烯(PVDF)、聚氯三氟乙烯(PCTFE)、氯三氟乙烯-乙烯共聚物(ECTFE)、聚己内酰胺(尼龙6)、聚己二酰己二胺(尼龙66)、聚己二酰丁二胺(尼龙46)、聚癸二酰己二胺(尼龙610)、聚十二烷二酰己二胺(尼龙612)、聚十二酰胺(尼龙12)、聚十一酰胺(尼龙11)、聚对苯二甲酰己二胺(尼龙6T)、聚二甲苯己二酰二胺(尼龙XD6)、聚对苯二甲酰壬二胺(尼龙9T)、聚对苯二甲酰十一烷二胺(尼龙11T)、聚癸二酰癸二胺(尼龙1010)、聚十二烷二酰癸二胺(尼龙1012)聚酰胺类弹性体(TPA)、聚对苯二甲酸丁酯(PBT)、聚萘二甲酸丁二醇酯(PBN)、聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)聚碳酸酯(PC)、线性低密度聚乙烯(LLDPE)、超低密度聚乙烯、低密度聚乙烯(LDPE)、中密度聚乙烯(MDPE)、高密度聚乙烯(HDPE)、交联聚乙烯、乙烯-乙酸乙烯酯共聚物(EVA)、乙烯-乙烯醇共聚物(EVOH)、丁烯二醇-乙烯醇共聚物(BVOH)、聚乙烯醇(PVA)、聚丁烯(PB)、聚氨酯类弹性体(TPU)、聚酯类弹性体(TPC)、烯烃类弹性体(TPO)、苯乙烯类弹性体(TPS)、改性聚苯醚(改性PPE)、液晶聚合物(LCP)、环烯烃共聚物(COC)、聚醚酮(PEK)、聚乙醇酸(PGA)、聚芳酯(PAR)、聚甲基戊烯(PMP)、聚醚醚酮(PEEK)、聚醚砜(PES)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、酚醛树脂(PF)、四氟乙烯-全氟烷基乙烯基醚共聚物(PFA)、聚酰亚胺(PI)、聚醚酰亚胺(PEI)、丙烯酸树脂(PMMA)、聚乙缩醛(POM)、聚丙烯(PP)、聚苯硫醚(PPS)、聚苯乙烯(PS)、聚砜(PSU)、聚四氟乙烯(PTFE)、及聚氯乙烯(PVC)等。

作为橡胶，例如可以举出天然橡胶(NR)、乙烯-丙烯橡胶(EPM、EPDM)、氯丁橡胶(CR)、丁基橡胶(IIR)、聚氨酯橡胶(U)、硅橡胶(VMQ、FVMQ)、丙烯酸橡胶(ACM)、环氧氯丙烷橡胶(ECO)、氟橡胶(FKM、FEPM、FFKM)、丁腈橡胶(NBR)、氢化丁腈橡胶(H-NBR)、氯化聚乙烯(CPE)、氯磺化聚乙烯(CSM)、丁二烯橡胶(BR)、及苯乙烯-丁二烯橡胶(SBR)等。

只要在柔软性和缓冲性不受损害的范围内，根据需要，基材12的支撑部14和倾动部16可以通过多色成形、嵌入成形等使用不同的材料。

并且，基材12可以由发泡聚氨酯等具有缓冲性的发泡材料、木材、软木等多孔材料、由各种纤维做成线状的材料、对纤维进行纺织或编织后固化而形成的材料、或者非织材料形成。总之，只要能够在支撑部14的一表面突出形成倾动部16并且具有弹性，并且在倾动部16的表面形成结构体的材料，就可以适当地使用，而不限于上述材料。

尤其，在作为基材12使用纤维材料、多孔材料、发泡材料等的情况下，CNT纤维容易缠绕在表面的凹凸。在这种情况下，即使不使用粘合剂，也可以在基材12中倾动部16的表面形成各CNT的纤维多数缠绕而具有CNT网状结构的结构体，同时可以直接固定在基材12上。由此，如上所述，能够得到导电性进一步提高的脑波测量用电极10。

也可以对突出形成于基材12的一表面的倾动部16进行各种变形。例如，如图6中的脑波测量用电极10A所示，可以在倾动部16A的前端设置球形部28(变形例(1))。前端的球形部28除了减轻受检者的疼痛之外，还可以促进倾动部16A的弹性倾动。

通过具有球形部28，在脑波测量用电极10A的基材12A中，倾动部16A的前端的表面积增加。在脑波测量用电极10A中，除了倾动部16A的侧面之外，还在前端的球形部28的表面形成导电性的结构体。脑波测量用电极10A与前端不具有球形部28的情况相比，在更宽的区域中形成导电性结构体，从而当倾动部16A弹性地倾动时，可以用作头皮接触面的区域扩大而有利。

另外，倾动部可以在长度方向的中途朝向支撑部14的内侧倾斜。例如，如图7中的脑波测量用电极10B所示，倾动部16B可以在长度方向的中途朝向支撑部14的中心轴倾斜(变形例(2))。当使用脑波测量用电极10B时，倾动部16B被支撑部14按压而发生弹性变形而朝向内侧倾动。在这种情况下，倾动部16B的侧面的外侧部分与头皮接触。脑波测量用电极10B除了倾动部16B的侧面外侧的部分成为头皮接触面以外，与变形例(1)相同，得到与变形例(1)相同的效果。并且，在脑波测量用电极10B中，也可以做成省略倾动部16B前端球形部28的结构。

只要倾动部16可以互不干涉地弹性地倾动，而且各倾动部16的侧面可以接触头皮，多个倾动部16可以以任意配置设置在支撑部14的一表面。配置在圆周上的多个倾动部16的一部分也可以构成为沿不同的方向倾动。例如，多个倾动部16可以突出形成于支撑部14的一表面，使得配置在圆周上的多个倾动部16的倾动方向交替地朝向外侧和内侧。

配置在圆周上的多个倾动部16可以在长度方向的中途倾斜，以便朝向在预定方向(例如，顺时针)上相邻的倾动部16倾动。

并且，倾动部16可以设置在支撑部14的一表面的两个同心圆的圆周上。通过这种方式可以增加头皮接触面。即使在这种情况下，只要是内侧的圆周上的倾动部16和外侧的圆周上的倾动部16互不干涉地弹性倾动且各倾动部16的侧面接触头皮，就可以做成任意结构。内侧的圆周上的倾动部16和外侧的圆周上的倾动部16都可以配置成沿相同方向(内侧或外侧)倾动。

或者，也可以构成为使内侧的圆周上的倾动部16在与外侧的圆周上的倾动部16不同的方向上倾动。例如，可以使内侧的圆周上的倾动部16向内倾动，使外侧的圆周上的倾动部16向外侧倾动。相反，也可以构成为使内侧的圆周上的倾动部16向外侧倾动，使外侧的圆周上的倾动部16向内侧倾动。

基材12的支撑部14不一定是圆形，也可以是诸如四边形的多边形。例如，当使用四边形的支撑部时，可以在一表面的4个角处设置4个倾动部。4个倾动部可以构成为朝着各相邻的倾动部向预定方向(例如，顺时针)倾动。只要能够按压倾动部，使得倾动部互不干涉地弹性倾动且倾动部的侧面可以接触头皮，则支撑部和倾动部可以具有任何形状。

在不需要考虑伪影的情况下，只要在不损害基材12的柔软性和缓冲性的范围内，脑波测量用电极10的一部分也可以包含金属板等金属部件。例如，在支撑部14的表面没有形成结构体的情况下，可以在通过导线确保与倾动部16的表面导通的同时，在支撑部14的表面设置金属板。通过设置金属板，可以容易地传递电信号，并且可以进一步提高测量的精度。

如上所述，在脑波测量用电极10中，通过包括多个CNT的结构体在基材12中形成导电路径。由这样的结构体构成的导电路径不限于基材12的表面，也可以形成在基材12的内部。即使在这种情况下，结构体也形成在倾动部16的表面。

在基材12的内部具有导电路径的脑波测量用电极可以通过将导电性的弹性体成形为预定的形状来制造。导电性的弹性体例如可以通过在作为基材的弹性体中混合作为碳纳米材料的CNT来制造。作为基材，可以使用上述的任意的弹性体。如果CNT的混合量(浓度)为弹性体的1～15重量％程度，则能够不损害弹性体的弹性而形成脑波测量用电极所需的导电路径。

当CNT以超过15重量％的浓度混合时，作为基材的弹性体固有的特性可能会受损。CNT的浓度优选为弹性体的3重量％以上，更优选为7重量％以上，最优选为10重量％以上。

例如，用双轴挤出机等将弹性体和CNT熔融混炼，制造混合原料。熔融混炼的条件可以根据弹性体的种类等适当地选择。将熔融混炼后的混合原料通过造粒机进行熔融混炼后制造颗粒。颗粒可以制造成一般大小。例如，颗粒的直径为2～3mm程度，长度为2～3mm程度。

将得到的颗粒通过注射成形机成形为预定的形状，得到脑波测量用电极。这样制造的脑波测量用电极可以称为由导电性的弹性体构成的基材。注射成形的条件可以根据弹性体的种类、目标基材的大小等适当地选择。

在通过由导电性的弹性体构成的基材构成的脑波测量用电极中，也在内部形成由结构体构成的导电路径。由此，倾动部的表面可以是导电性的头皮接触面。由于这样的脑波测量用电极也具有弹性体固有的弹性，因此可以得到与上述相同的效果。

在所述实施方式中，作为形成结构体的纳米碳材料使用CNT，但是也可以使用石墨烯而不限于CNT。石墨烯是与CNT一样具有高导电性的纳米碳材料。除了将CNT替代为石墨烯以外，通过与上述相同的方法，将石墨烯固定在基材12的表面或内部以形成结构体，从而能够在倾动部16的表面设置导电性的头皮接触面。

5.实施例

以下，将说明脑波测量用电极的实施例，但是本发明不仅限于以下的实施例。

在本实施例中，制造由导电性的基材构成的脑波测量用电极，并调查其电特性。导电性的基材是CNT混炼品，通过将作为基材的弹性体中混炼CNT的混合原料成形为预定的形状而得到。因此，本实施例的脑波测量用电极中，除了基材的表面以外在内部也具有多个CNT彼此连接的网状结构的结构体。

<CNT浓度与体积阻抗之间的关系>

制造包含不同浓度CNT的CNT混炼品的样品，并调查CNT浓度与体积阻抗之间的关系。首先，通过使用铁作为催化剂的一般的热CVD法制造CNT。

利用双轴挤出机将CNT和基材熔融混炼，制造直径为0.3cm的CNT混炼股。作为基材，使用了聚酰胺类热塑性弹性体(Pebax 2533，由阿科玛公司制造)。CNT浓度为四种，分别为1.9重量％、3.3重量％、3.9重量％和11.6重量％。

将得到的CNT混炼股切割成长度为10cm的样品。将样品的两端用4端子探针夹持，并使用LCR测量仪(IM 3590，日置电机株式会社制造)测量电阻Rs。使用测量的电阻Rs(Ω)、截面积A(0.15²πcm²)和长度L(10cm)，通过以下数学公式(1)计算各样品的体积阻抗ρ(Ω·cm)。

ρ＝(Rs·A)/L数学式(1)

对于各CNT浓度，求出3个样品的体积阻抗ρ的平均值，并将结果表示在图8的图表中。随着CNT浓度增加，CNT混炼品的样品的体积阻抗ρ降低。当体积阻抗ρ为100Ω·cm以下程度时，可适合用作脑波测量用电极。在使用CNT和作为基材的聚酰胺热塑性弹性体制造脑波测量用电极的情况下，CNT浓度优选为7重量％以上，更优选为10重量％以上。适当的CNT浓度的范围可以根据CNT、基材的种类而变化。

<脑波测量用电极的制造>

使用与上述同样的CNT和基材，通过与上述相同的方法制造CNT混炼股。CNT的浓度做成了12重量％。CNT混炼股的直径为0.3cm。得到的CNT混炼股通过造粒机做成了长度约为2mm的CNT混炼树脂颗粒。通过对CNT混炼树脂颗粒注塑成形而做成了如图1～图3所示的具有支撑部和倾动部的形状。这样，制造了三个由导电性的基材构成的本实施例的脑波测量用电极。

本实施例的脑波测量用电极由于使用尼龙树脂作为基材，因此具有柔软性和缓冲性。本实施例的脑波测量用电极是在支撑部14的一面突出形成有倾动部16的基材12。基材12的总长L0为23.5mm，从支撑部14的另一表面到倾动部16的前端的长度L1为20mm，支撑部14的直径D0和连接用突起18的直径D1分别为10mm和5mm。

<阻抗的测量>

使用LCR测量仪测量实施例的脑波测量用电极的阻抗。具体而言，将脑波测量用电极的两端用4端子探针夹持，并测量10Hz的阻抗。探针之间的距离为20mm。3个样品的测量值的平均值是468Ω。脑波测量用电极的阻抗优选为10KΩ以下程度，更优选为1KΩ以下程度。实施例的脑波测量用电极具有适合作为脑波测量用电极的阻抗。

作为比较例，制造使用导电性尼龙的成形体(比较例1)和使用导电性聚氨酯的成形体(比较例2)，并通过相同的方法测量阻抗。作为导电性尼龙，使用作为聚酰胺类热塑性弹性体的Pebax 5533SN 70(阿科玛公司制造)，作为导电性聚氨酯使用导电性聚氨酯类热塑性弹性体(东曹株式会社制造)。使用这样的导电性树脂，通过注射成形，制造了3个与实施例的脑波测量用电极具有相同的大小和形状的成形体。比较例1的导电性尼龙的成形体的阻抗的平均值为253kΩ，比较例2的导电性聚氨酯的成形体的阻抗的平均值为34kΩ。

本实施方式的脑波测量用电极由在作为基材的弹性体中混炼CNT的导电性的基材构成，从而在基材的表面之外，在内部也形成有由多个CNT彼此连接的网状结构构成的结构体。由于不仅在表面而且在内部也形成有这种结构体的基材整体具有导电路径，因此导电性优异。

在使用由这样的导电性的基材构成的本实施例的脑波测量用电极的情况下，头皮与导电路径接触。本实施例的脑波测量用电极在不使用导电膏的情况下能够确保脑波测量用电极与受检者之间的导通，能够将接触阻抗降低到极低的水平。结果，本实施例的脑波测量用电极能够精确地检测来自头部的微弱的电信号。

<电极接触阻抗的测量>

使用本实施例的脑波测量用电极制造测量用电极部件，并测量了额部和头发部的电极接触阻抗。在测量中，使用了由Miyuki Giken制造的无线生物电信号测量装置(聚合物微型)和活性电极(盘电极)。

具体而言，如图9所示，使用夹具28将连接有导线32的活性电极26安装在脑波测量用电极10的连接用突起18上，由此制造了测量用电极部件30。通过使从支撑部14突出的倾动部16的前端17和侧面与额部或头发部接触来测量了电极接触阻抗。对于额部，通过在测量之前通过施加研磨凝胶来降低接触阻抗而进行了测量。结果，额部的电极接触阻抗为20kΩ，头发部的电极接触阻抗为100～200kΩ。

为了比较，仅使用活性电极26，以相同的方式测量了额部和头发部的电极接触阻抗(比较例3)。关于额部，得到了20kΩ的与实施例相同的结果。但是，头发部的值高达300kΩ以上的值。由于比较例3仅是活性电极26，因此不能避免头发。发现活性电极26由于头发的阻碍而电极接触阻抗变高而不能精确地测量头发部的脑波。

并且，制造了将与上述比较例1相同的导电性尼龙成形体与活性电极组合的电极部件(比较例4)，以及将与上述比较例2相同的导电性聚氨酯成形体与活性电极组合的成形体(比较例5)。与上述相同的方式，对额部和头发部测量了比较例4和5的电极接触阻抗，此时，额部和头发部的电极接触阻抗也与仅有活性电极的比较例3大致相同。

已确认导电性尼龙成形体和导电性聚氨酯成形体的阻抗显著大于由CNT混炼品构成的实施例的脑波测量用电极(比较例1和2)。由于导电性尼龙成形体和导电性聚氨酯成形体均不能确保充分的导电性，因此与活性电极组合时，与仅有活性电极的情况同样，难以精确地测量脑波。

在实施例的脑波测量用电极中，在作为基材的弹性体中混炼CNT，因此除了表面以外在内部也能够确保充分的导电性。在使用这种本实施例的脑波测量用电极的电极部件中，即使在头发部也能够得到比以往更低的阻抗值，能够高精度地测量脑波。另外，由于本实施例的脑波测量用电极具有柔软性和缓冲性，因此也可得到减轻受检者的负担的效果。

附图标记说明

10：脑波测量用电极

12：基材

14：支撑部

16：倾动部

Claims (9)

1.一种脑波测量用电极，其包括由弹性体构成的基材和形成在所述基材的结构体，其特征在于，

所述基材包括支撑部和突出形成于所述支撑部的一表面并能够弹性变形的倾动部，在所述倾动部的表面形成有所述结构体，

所述结构体包括多个纳米碳材料，所述多个纳米碳材料形成彼此连接的网状结构的同时固定在所述基材。

2.根据权利要求1所述的脑波测量用电极，其特征在于，多个所述倾动部设置在圆周上。

3.根据权利要求1或2所述的脑波测量用电极，其特征在于，所述倾动部在其前端具有球形部。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的脑波测量用电极，其特征在于，所述多个纳米碳材料通过固定在所述倾动部的所述表面而固定在所述基材。

5.根据权利要求1至3中任一项所述的脑波测量用电极，其特征在于，所述基材是包括所述多个纳米碳材料的导电性的基材，所述结构体形成在所述基材的内部。

6.根据权利要求5所述的脑波测量用电极，其特征在于，所述导电性的基材的体积阻抗为100Ω·cm以下。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的脑波测量用电极，其特征在于，所述多个纳米碳材料从碳纳米管和石墨烯中选择。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的脑波测量用电极，其特征在于，所述弹性体从树脂、热塑性弹性体和橡胶中选择。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的脑波测量用电极，其特征在于，不含金属部件。